鄭凱瑞，楊發(fā)展*，趙國棟，卞東超，黃 珂，車成業(yè)

(1.青島理工大學(xué) 機械與汽車工程學(xué)院，山東 青島 266250；2. 青島大學(xué) 醫(yī)學(xué)院附屬醫(yī)院，山東 青島 266000)

心腦血管疾病因具有高發(fā)病率、高致殘率、高復(fù)發(fā)率、高死亡率等顯著特點，已成為人類健康的頭號殺手[1-3]。動脈粥樣硬化是心腦血管疾病最常見的病癥形式，主要是由于血液中的油脂和未能及時排出體外的垃圾沉積在血管壁上造成血管狹窄堵塞，引發(fā)心腦血管疾病[4-5]。預(yù)計到2030年，全球每年因心血管疾病死亡人數(shù)達到2 330萬[6]。目前最常用的治療血管狹窄、堵塞的方式是介入治療，通過在病變部位置入支架來撐開血管，保持血流暢通[7]。然而，現(xiàn)有的醫(yī)學(xué)研究發(fā)現(xiàn)支架介入后的再狹窄率居高不下，嚴重影響治療效果[8]。設(shè)計開發(fā)新型血管支架、降低支架出現(xiàn)再狹窄的概率是未來血管支架研究和發(fā)展的必然趨勢。郭景振等[9]設(shè)計了一款新型藥物洗脫支架，支架內(nèi)表面直徑為 8 mm，厚度為 0.08 mm，長度為38.3 mm。通過有限元仿真分析其力學(xué)性能，發(fā)現(xiàn)新型支架在回收過程中不會發(fā)生斷裂，支架的壓握均勻性較好，為血管再狹窄后的二次治療提供了便利，但不能降低血管再狹窄的概率。Hehrlein等[10]設(shè)計了一種新型生物可吸收鋅合金支架，支架長20 mm,將其置入21頭幼豬的股動脈分叉處，隨訪1到3個月。通過血管造影和組織形態(tài)學(xué)研究發(fā)現(xiàn)，與剛性鎳鈦合金支架相比，可吸收鋅支架顯示出較少的新內(nèi)膜增生，該支架為降低血管再狹窄提供了新的思路。然而，血管支架被降解吸收之后，再狹窄的問題仍不可避免。支架支撐血管示意如圖1所示[11]。近年來對血管支架材料、表面涂層等方面研究較多，在其內(nèi)表面設(shè)計加工微織構(gòu)的研究鮮有報道。

圖1 支架支撐血管示意[11]Fig. 1 Schematic diagram of stent support vessel

仿生微織構(gòu)因具有減阻、抗黏附的優(yōu)勢開始越來越多地被應(yīng)用到加工制造領(lǐng)域。Sun等[12]在刀具表面加工出不同尺寸的溝槽微織構(gòu)，通過進行干切削鋁合金實驗和仿真模擬，發(fā)現(xiàn)在一定尺寸范圍內(nèi)，與傳統(tǒng)無織構(gòu)刀具相比，微織構(gòu)刀具對于減少刀-屑接觸面積和摩擦系數(shù)有積極作用。同時，微織構(gòu)的存在能夠有效減少黏附區(qū)域，具有顯著的抗黏附作用。Zhang等[13]采用激光加工技術(shù)在YG8刀具表面設(shè)計了直線形、正弦形和菱形微織構(gòu)，通過進行切削鈦合金實驗，發(fā)現(xiàn)直線形微織構(gòu)的存在能有效地減少前刀面和后刀面磨損面積，降低前刀面磨損強度，提高工件加工的表面質(zhì)量。此外，表面微織構(gòu)還具有良好的疏水性、減摩效果和生物相容性，在醫(yī)學(xué)領(lǐng)域具有廣泛的應(yīng)用前景。李江瀾等[14]采用飛秒加工技術(shù)在聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)表面上制備出光柵型和方柱型微織構(gòu)，通過對上述微織構(gòu)進行形貌分析和接觸角測量，發(fā)現(xiàn)方柱型微織構(gòu)具有較好的疏水性。劉宇航等[15]優(yōu)化了在316L醫(yī)用不銹鋼表面加工微織構(gòu)時的激光加工參數(shù)，減少溝槽寬度，增大溝槽高度且減少微織構(gòu)加工過程中的熱損傷，在醫(yī)用不銹鋼表面起到更好的減磨效果。Li等[16]發(fā)現(xiàn)仿生微/納米結(jié)構(gòu)具有最佳的生物活性和生物相容性，因而提出一種利用復(fù)合微/納米結(jié)構(gòu)控制鈦合金種植體骨整合的創(chuàng)新功能化策略，在醫(yī)學(xué)應(yīng)用領(lǐng)域具有重要意義。Ezura等[17]通過實驗研究發(fā)現(xiàn)，經(jīng)過激光加工微織構(gòu)處理的樣品，其生物相容性比未經(jīng)過激光加工處理的樣品更好。Tahmasebifar等[18]通過細胞培養(yǎng)研究發(fā)現(xiàn)，在AZ91D鎂合金板上加工出微織構(gòu)可以使試樣表現(xiàn)出良好的生物相容性。

基于上述學(xué)者的研究，本文在管狀血管支架內(nèi)表面設(shè)計了面積占有率為20.4%的正六邊形凸起微織構(gòu)，采用有限元分析法，探究在面積占有率相同的情況下，不同高度的微織構(gòu)對近壁面處血流狀態(tài)的影響，并揭示其影響機理，以期為新型血管支架的研發(fā)提供新方法。

1 模型與方程

1.1 模型構(gòu)建

采用SolidWorks繪圖軟件建立無織構(gòu)血管支架和面積占有率為20.4%，高度分別為30、35、40、45和 50 μm的管狀正六邊形凸起微織構(gòu)血管支架三維模型。支架長10 mm、內(nèi)徑1.8 mm，微織構(gòu)支架三維模型如圖2所示。

圖2 管狀微織構(gòu)血管支架三維模型Fig. 2 Three dimensional model of tubular micro textured vascular stent

采用Ansys中的Workbench模塊對血管支架模型進行流體力學(xué)仿真。根據(jù)文獻[19-20]設(shè)置材料屬性、邊界條件：

1)將血液視為不可壓縮的牛頓流體，密度ρ=1 060 kg/m3，動力黏度μ=0.004 Pa·s；

2)忽略血管厚度的影響；

3)心臟的搏動包括舒張期和收縮期，心臟每收縮和舒張一次構(gòu)成一個心動周期，因而血液流速也會產(chǎn)生周期性變化；在一個心動周期內(nèi)，血流速度隨時間變化情況如圖3所示；

圖3 心動周期內(nèi)不同時刻血液流速Fig. 3 Blood flow velocity at different times in cardiac cycle

4)血液的出口壓力為默認值。

1.2 血液流動方程與有限元分析步驟

血液在流動過程中的方程為三維非穩(wěn)態(tài)N-S方程，其具體表達式為[21-22]：

(1)

(2)

(3)

式中：u、v、w分別為血液在x、y、z方向上的速度分量；p表示血液壓力；ρ為血液密度；μ為血液黏度。

有限元方法是將整體分成有限個部分進行分析的方法，步驟如圖4所示。首先在Solidworks中創(chuàng)建血管支架模型，然后將其導(dǎo)入Geomerty模塊，在該模塊中抽取流體域，并對所抽取的流體域命名為Blood。將血液在支架的入口和出口端分別命名為inlet、outlet，將血液與支架內(nèi)壁面接觸的部分命名為wall。在Mesh 模塊中對流體域進行網(wǎng)格劃分，在微織構(gòu)處對網(wǎng)格進行加密細化；然后將上述材料屬性、邊界條件輸入到Setup模塊中，選擇瞬態(tài)分析方法。各項參數(shù)設(shè)置完成后，對仿真模型進行初始化并啟動迭代計算，仿真結(jié)果收斂后取支架中間平面的血液流域進行分析，獲得無織構(gòu)支架和不同高度微織構(gòu)支架下的血液流動速度云圖和血液流動矢量圖。

圖4 有限元分析步驟Fig. 4 Finite element analysis steps

2 結(jié)果分析與討論

造成血管狹窄的原因有很多，其中血液流速是最重要的影響因素之一。血液流速過慢容易導(dǎo)致血液中脂類等物質(zhì)沉積在血管壁上，堵塞血管，因此本文重點探究微織構(gòu)血管支架對血流速度的影響。從圖5可以看出，在一個心動周期內(nèi)，不同支架內(nèi)血液流速隨時間變化的趨勢基本一致，心臟收縮時血液流動速度處于峰值時刻，心臟舒張時血液流動速度逐漸平穩(wěn)。微織構(gòu)血管支架下最大的血液流速為0.643 8 m/s,而無織構(gòu)支架下的最大血流速度為 0.591 m/s。這是因為相比于無織構(gòu)支架，微織構(gòu)支架能夠有效改善近壁面處的血流特性，提高血液流動速度和近壁面處的擾動，緩解血液停滯現(xiàn)象，減少血液黏附，降低血管支架出現(xiàn)再狹窄的風(fēng)險。

圖5 一個心動周期內(nèi)不同支架下的血液流速Fig. 5 Blood flow rate under different stents in a cardiac cycle

2.1 峰值時刻近壁面血液流動情況分析

仿真結(jié)束后，通過對仿真結(jié)果進行后處理得到圖6和圖7。圖6和圖7(a)～(e)分別為無織構(gòu)血管支架和高度為30～50 μm的六邊形凸起微織構(gòu)血管支架在血流速度達到峰值時刻(心臟收縮時)的血液流速云圖。從圖中可以看出，血液流速出現(xiàn)明顯的分層形式，在支架內(nèi)的不同位置血液流速出現(xiàn)差異，這是因為血液與支架內(nèi)壁面接觸時引起血小板黏附并激活了凝血系統(tǒng)[23]，使得血液黏附在支架內(nèi)壁上產(chǎn)生停滯，血液流動受阻。此外，由于血液黏度較大，靠近壁面處的血液產(chǎn)生速度梯度，使得血液在近壁面處產(chǎn)生了邊界層，越靠近支架內(nèi)壁面處血液流動速度越慢，與壁面接觸處血液速度近似為0。從圖7(a)～(e)中可以看出，微織構(gòu)支架下血液層與層之間出現(xiàn)明顯的波動，流速越大，近支架內(nèi)壁處的波動狀態(tài)越明顯。這是由于微織構(gòu)的存在使得近壁面處的血流狀態(tài)發(fā)生改變，血液流動不再平順，出現(xiàn)一定程度的擾動，微織構(gòu)越高，對血液造成的擾動越大，邊界層內(nèi)不同流速血液間的波動狀態(tài)越明顯。研究發(fā)現(xiàn)(圖7(a)～(e))，在微織構(gòu)支架下，接近微織構(gòu)內(nèi)壁處的血液停滯區(qū)相較于沒有與微織構(gòu)接觸的血液停滯區(qū)較小，這是由于較佳的疏水表面一般擁有較高的表面粗糙度[24]，而微織構(gòu)的存在增大了支架內(nèi)壁的表面粗糙度，因此織構(gòu)化的表面提高了材料的疏水性，改善了支架內(nèi)壁的疏水性，減少了血液的黏附。

圖6 峰值時刻無織構(gòu)血管支架下血液流動速度云圖Fig. 6 Cloud diagram of blood flow velocity without vascular stents at peak time

圖7 峰值時刻不同織構(gòu)高的血管支架下血液流動速度云圖Fig. 7 Cloud diagram of blood flow velocity under different vascular stents at peak time

與無織構(gòu)支架相比，微織構(gòu)支架能夠提高流域內(nèi)主流區(qū)的平均速度。在無織構(gòu)支架下，血液主流區(qū)速度為0.591 0 m/s。當(dāng)微織構(gòu)高度為35 μm時，流域內(nèi)主流區(qū)速度為0.595 6 m/s,速度提高了0.78%，對于血液流速的提升效果最小。當(dāng)微織構(gòu)凸起的高度為50 μm時，主流區(qū)速度為0.643 8 m/s，相比于無織構(gòu)支架，速度提高8.93%，對血液流速的提升效果最大。 織構(gòu)參數(shù)為50 μm時對血液流速的提升效果最優(yōu)，這是因為此時的表面粗糙度最大，因而具有更佳的表面疏水性，當(dāng)血液流經(jīng)支架內(nèi)表面時，能更好地減少血液黏附，在一定程度上提高了血液的流動速度。

圖8(a)～(f)分別為無織構(gòu)血管支架和高度為30～50 μm的微織構(gòu)血管支架在峰值時刻的血液流速矢量圖。從矢量圖中可以清晰地獲得血液在近壁面處的流動狀態(tài)。從圖8(a)中可以看出，在無織構(gòu)支架下，血液的流動方向與支架軸心平行，血液流動速度呈現(xiàn)出明顯的差異：壁面處的血液流速為0，且血流量較小，越靠近軸心處，血液的流動速度越快，血流量逐漸增大，血液分布更加均勻。從圖8(b)～(f)可以看出，當(dāng)采用微織構(gòu)支架時，與壁面接觸的血液流動方向發(fā)生改變，尤其在半徑方向出現(xiàn)波動，在血液波動過程中不同流速層之間的血液產(chǎn)生了混合，流速層邊界出現(xiàn)波動，層間界面變得不規(guī)則。這是因為微織構(gòu)的存在使得壁面處血液產(chǎn)生擾動，不同流速的血液混合在一起，減輕了壁面處血液停滯的狀態(tài)，微織構(gòu)的疏水性和減阻特性也降低了血液停滯概率。對比不同高度微織構(gòu)支架下的血液流速矢量圖，當(dāng)微織構(gòu)高度為30 μm時，近壁面處的血液擾動較輕(擾動高度約50 μm)，血流紊亂強度較小。當(dāng)微織構(gòu)高度從30 μm增加到50 μm時，近壁面處血液擾動幅度逐漸增大，不同流速的血液混合趨勢越來越明顯，壁面處產(chǎn)生的血流擾動可以使邊界層附近的血液更好地混合，改善血液停滯狀態(tài)。高度為50 μm的微織構(gòu)支架下，血液產(chǎn)生擾動的幅度更大(擾動高度約62 μm)，說明高度為50 μm的微織構(gòu)對近壁面處血液的影響效果更好。

圖8 峰值時刻不同血管支架下血液流動矢量圖Fig. 8 Vector diagram of blood flow under different vascular stents at peak time

在峰值時刻，相比于無織構(gòu)血管支架，采用微織構(gòu)血管支架時，邊界層的血液流速有所提升，一方面微織構(gòu)的存在使得近壁面的血液出現(xiàn)擾動，使得不同流速之間的血液充分混合，增加血流強度，緩解血液停滯狀態(tài)；另一方面，微織構(gòu)起到減阻、抗黏附的作用，減少了血液黏附在壁面上的幾率，從而增加了血液的流動速度。

2.2 穩(wěn)定時刻邊界層血液流動速度

圖9和圖10(a)～(e)分別為無織構(gòu)血管支架和高度為30～50 μm的六邊形凸起微織構(gòu)血管支架在穩(wěn)定時刻的血液流動速度云圖。在峰值時刻和穩(wěn)定時刻，支架入口處的邊界層厚度均較小。隨著血液在支架內(nèi)流動，邊界層的厚度逐漸增大。這是由于黏性流動壁面無滑移，隨著血液不斷向前流動，上下壁面間均產(chǎn)生邊界層流動，邊界層沿層發(fā)展，導(dǎo)致邊界層厚度逐漸增加[25]。穩(wěn)定時刻的邊界層厚度較峰值時刻有所增加，這是因為邊界層厚度與流體流速有關(guān)，若流體流速降低則邊界層厚度增加[26]。穩(wěn)定時刻的血流速度要明顯低于峰值時刻的血流速度，因此邊界層厚度相較于峰值時刻顯著增加。當(dāng)?shù)竭_穩(wěn)定時刻，血液層流狀態(tài)發(fā)展更加充分，不同流速的血液之間分層更加明顯。穩(wěn)定時刻血流的動力比峰值時刻的動力小，因而與壁面的摩擦力度較小，血液在流動過程中更加穩(wěn)定，不同流速層之間的血液波動程度比峰值時刻有所降低，近壁面處的擾動現(xiàn)象較輕。

圖9 穩(wěn)定時刻無織構(gòu)血管支架下血液流動速度云圖Fig. 9 Cloud diagram of blood flow velocity without vascular stents at stable time

圖10 穩(wěn)定時刻不同血管支架下血液流動速度云圖Fig. 10 Cloud diagram of blood flow velocity under different vascular stents at stable time

除了與壁面接觸部分血液流速近似為0的區(qū)域外，在穩(wěn)定時刻下邊界層中也出現(xiàn)血液流速為0的區(qū)域，在速度云圖中呈現(xiàn)出一條速度為0的線型區(qū)域，這說明除了壁面處，在邊界層中也出現(xiàn)血流的停滯區(qū)。從圖9中可以看出，采用無織構(gòu)支架時，邊界層中的血流停滯區(qū)在速度云圖中是一條流速為0的連續(xù)線條。當(dāng)采用微織構(gòu)支架時，邊界層中血流停滯區(qū)逐漸減小，如圖10(a)～(e)所示，說明采用微織構(gòu)支架時，邊界層的血液流動比采用無織構(gòu)支架時要更加充分，血液的流動狀態(tài)更好。微織構(gòu)支架下的軸心處的主流區(qū)速度要大于無織構(gòu)支架下的主流區(qū)速度，采用無織構(gòu)支架時，最大血流速度為0.177 4 m/s。在微織構(gòu)高度為35 μm 時，流域內(nèi)的最大血流速度為0.181 3 m/s，相比于無織構(gòu)支架，流速提高了2.20%，對血液流速的提升效果最?。辉谖⒖棙?gòu)高度為50 μm時，最大血流速度為0.202 9 m/s，較無織構(gòu)支架提高了14.37%，對血液流速的提升效果最大。 微織構(gòu)高度為50μm時，高度較高的微織構(gòu)使得近壁面處血液混合得更加充分，血液流動狀態(tài)更好，有效減少了血液的停滯現(xiàn)象，使整個流域內(nèi)的血液流速得到提升。

圖11(a)～(f)分別為無織構(gòu)血管支架和高度為30～50 μm的六邊形凸起微織構(gòu)血管支架在穩(wěn)定時刻的血液流速矢量圖。從圖可以看出，在無織構(gòu)血管支架下，邊界層類型為層流邊界層，血液流動方向與支架內(nèi)軸線平行，血液層與層之間無徑向脈動，互不混合。越靠近壁面，血液流速越低，與壁面接觸的血液流速為0。近壁面處的血液流動方向與血液主流區(qū)的流動方向相反，這是因為此時心臟處于舒張期，血管內(nèi)的壓力降低，導(dǎo)致血液回流。回流的血液與正常流動的血液之間出現(xiàn)明顯分層，血液分布不均勻，在流速矢量圖上產(chǎn)生了空白區(qū)域。由圖11(b)～(f)可以看出，在微織構(gòu)支架下，壁面處的血液回流，回流區(qū)域中微織構(gòu)處的血液流動方向與支架軸心平行，但非微織構(gòu)區(qū)域的血液流動方向發(fā)生改變?；亓鲄^(qū)域的血液同正常流動的血液一樣出現(xiàn)分層，并且與正常流動的血液形成漩渦。漩渦改變了血液在近壁面的流動狀態(tài)，近壁面處的血液由層流變成湍流。微織構(gòu)表面的疏水性對湍流流體起到的減阻作用要優(yōu)于層流流動的流體[27]。具有微織構(gòu)的固體表面在復(fù)雜的流場中能夠發(fā)揮出更好的作用，降低黏性流體的黏性，進一步降低摩擦阻力[28]。

圖11 穩(wěn)定時刻不同血管支架下血液流動矢量圖Fig. 11 Vector diagram of blood flow under different vascular stents at stable time

在穩(wěn)定時刻，采用微織構(gòu)血管支架時邊界層的血液流速有所提升。對比不同微織構(gòu)高度下的血液流動狀態(tài)，當(dāng)微織構(gòu)高度為30 μm時，近壁面處血液產(chǎn)生的漩渦強度較小(漩渦高度約184 μm)，壁面處的血液回流量較大，隨著微織構(gòu)高度的增加，近壁面處因擾動而產(chǎn)生的漩渦越明顯。當(dāng)微織構(gòu)的高度增加到50 μm時，漩渦現(xiàn)象最為明顯(高度約200 μm)，血液的回流量減少。

通過仿真研究發(fā)現(xiàn)微織構(gòu)能夠改變近壁面的血液流動狀態(tài)，有效改善血液停滯現(xiàn)象，使近壁面處的血液能夠更好地混合，同時微織構(gòu)的疏水性能夠減少血液黏附，抑制血液沉積現(xiàn)象，進而減少支架置入后再狹窄的概率。將微織構(gòu)應(yīng)用于血管支架中，為新型血管支架的設(shè)計和開發(fā)提供新的方法與思路，為解決血管支架置入后再狹窄問題具有指導(dǎo)意義。

3 結(jié)語

本文建立了無織構(gòu)管狀血管支架和面積占有率為20.4%的不同高度的正六邊形凸起微織構(gòu)管狀血管支架模型，采用Ansys有限元軟件分析了一個心動周期內(nèi)不同支架下的血流狀態(tài)，得到以下結(jié)論：

1)微織構(gòu)血管支架能夠有效提高血液的流動速度。在峰值時刻，高度為50 μm的微織構(gòu)血管支架能夠?qū)⒀毫魉偬岣?.93%;在穩(wěn)定時刻，高度為50 μm的血管支架血流速度能夠提高14.37%。

2)不同高度的微織構(gòu)對血液流動狀態(tài)的影響效果不同。在峰值時刻，近壁面處血液出現(xiàn)擾動，壁面處產(chǎn)生了血流停滯區(qū)。微織構(gòu)高度為30 μm時，血液擾動幅度較小，隨著微織構(gòu)高度的增加，血液擾動幅度逐漸增大，當(dāng)微織構(gòu)高度為50 μm時，血液擾動幅度最大，近壁面血液能夠更好地混合。

3)在平穩(wěn)時刻，近壁面血液產(chǎn)生回流和漩渦。高度為30 μm的微織構(gòu)在平穩(wěn)時刻血液的回流量較大，產(chǎn)生的漩渦強度較?。桓叨葹?0 μm的微織構(gòu)在平穩(wěn)時刻下血液的回流量最少，近壁面處產(chǎn)生的漩渦最明顯。

4)微織構(gòu)能夠改變近壁面的血液流動狀態(tài)，改善血液停滯現(xiàn)象，使近壁面處的血液能夠更好地混合，同時微織構(gòu)的疏水性能夠減少血液黏附，抑制血液沉積現(xiàn)象，進而減小支架置入后再狹窄的概率。